CN101035584B - 用于非侵入性监测睡眠紊乱呼吸中呼吸参数的方法和设备 - Google Patents

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Abstract

一种空气输送系统，包括可控流体发生器，可操作以产生提供给患者用于治疗的加压的可呼吸气体的供应；以及脉搏血氧计，设置为在治疗期间确定患者努力的测量值，并且提供患者努力信号以作为输入来控制流体发生器的操作。

Description

用于非侵入性监测睡眠紊乱呼吸中呼吸参数的方法和设备
相关申请的交叉参考
本申请要求于2004年10月6日提交的美国临时申请号为60/615,961和于2004年11月22日提交的美国临时申请号为60/629,612的优先权，每一篇的全文结合在此作为参考。
技术领域
本发明涉及监测与睡眠呼吸紊乱（SDB）有关的参数。
背景技术
睡眠呼吸紊乱（SDB）一般被认为与阻塞性睡眠呼吸暂停（OSA）和潮式呼吸（CSR，Cheyne-Stokes Respiration）相关。目前有许多其它症状也被认为与SDB相关，包括例如心血管疾病、打鼾和糖尿病等。带有这些症状和SDB的患者会受益于通过一些以机械呼吸机为形式的正压通气支持对其SDB的治疗。
虽然基本的鼻持续气道正压通气（CPAP）呼吸机可能不会监测其患者，但是患者通常受益于将患者作为某种控制回路的一部分来监测的装置。特别地，这些装置已知为监测压力、流体和患者努力（patient effort）。
对于已知装置存在的问题是在阻塞性睡眠呼吸暂停（OSA）和中枢性睡眠呼吸暂停（CSA）之间存在差异。OSA预示上气道塌陷，并且可用作自动滴定算法的输入，该自动滴定算法用于在双水平装置中使用的施加的CPAP压力或呼气末压力（EEP，end-expiratory pressure）。CSA可以指示过度通气，并且因而可用作自动滴定患者通气的算法的输入。显然，将呼吸暂停误归类为关闭或开放导致这些滴定算法指定的是适于患者治疗的次最佳参数。
通过在已知装置中将1cm峰峰值的4Hz振荡波注入到治疗压力波形中，并且测量得到的4Hz流体来辨别阻塞性和中枢性睡眠呼吸暂停。流体与压力波形的相位差指示负荷的顺应性(compliance)，其用来推导上气道是开放还是关闭的。但是，该方法对于患者来说是不舒适的，因为4Hz肯定在由患者感知的频段内。而且该方法不能给出与包括上气道变窄／关闭以及同时发生的中枢性睡眠呼吸暂停有关的事件的任何信息。
在已知装置中还通过检测心原性流体（cardiogenic flow）来辨别阻塞性和中枢性睡眠呼吸暂停。心原性流体是由于肺靠近心脏在心搏过程中在肺中引起的气流。因此，在OSA过程中绝不会有任何心原性流体。类似于先前的方案，其也不能够确定是否CSA和OSA同时发生。
对于已知的装置来说另一个存在的问题包括推断高患者呼吸努力。患者呼吸努力是由临床医生在包括睡眠呼吸暂停、阻塞性肺疾病以及各种限制性疾病的各种疾病中评价患者急性状态时所用的关键指标。仅管已知其价值，由于有关传感器的不便或不实用，患者呼吸努力不能广泛用作流体发生器滴定算法的输入或用作被记录的临床参数。
在用于监测努力的准确性方面的“金标准”是患者需要吞咽的食管导管。可惜的是，这对于患者来说是不舒适和笨拙的，并且其在门诊部外是不实用的。已知用围绕患者胸部和腹部的呼吸带来监测努力。胸骨上切迹(suprasternalnotch）努力传感器、以及EMG和ECG传感器的使用是已知的。这些技术都不适合于家庭使用。
对于已知装置来说另一个存在的问题包括测量和存储血管特定参数，诸如心脏后负荷（cardiac afterload）、血管张力（vascular tone）、心率变化、通常的交感神经系统活动和／或中枢静脉压力。如果在流体发生器中能够实时获得这些参数，那么它们可用于：（a）有利于自动滴定算法以及（b）和呼吸特定参数一起被记录，从而使得医师观察长期趋势并具有更丰富的数据集来确定患者的长期治疗。
对于已知装置来说又一存在的问题包括限定平均面罩压力。目标为消除OSA或上气道阻力综合症（UARS）的自动滴定CPAP算法可使用呼吸流体分析来限制上气道变窄。超过一定水平的压力在一些患者中会有害于心脏功能。同样的，低压会有利于心脏功能，但是得假设其不会导致上气道完全关闭。在自动滴定方案中希望包括心血管参数从而可以不断优化呼吸治疗（例如，CPAP压力）。这些参数可包括心脏后负荷、血管张力、心率变化、通常的交感神经系统活动和／或中枢静脉压力，如果它们能够非侵入性和便利地获得。
雷斯梅德的AutoSet CS和AutoSet CS2装置特别针对有心脏疾病的患者。这些装置通过利用15cmH2O的最大平均压力来解决“过高CPAP压力”的问题。
另一个已知的传感器是胸骨上切迹努力传感器。参见美国专利6,445,942（Berthon-Jones）。用于监测呼吸暂停和呼吸不足的其它已知技术在美国专利6,091,973（Colla等）和6,363,270（Colla等）中有所描述。另一相关的是美国专利5,704,345（Berthon-Jones），其描述了在其它事件中辨别开放和关闭的气道呼吸暂停。美国专利6,484,719（Berthon-Jones）描述了使用流体传感器的伺服呼吸机。所有这些专利的内容明确结合在此作为交叉参考。
发明内容
根据本发明的第一方面，呼吸机设置根据由脉搏血氧计体积描记（plethysmography）导出的参数进行调节。进行调节的呼吸机设置包括呼气压力、支持水平、上升时间（rise-time）中的一个或多个，并且可以调节呼吸机的波形。由脉搏血氧计体积描记导出的参数包括脉搏速率、努力、心脏后负荷、血管张力、心率变化、通常的交感神经系统活动以及中枢静脉压力中的一个或多个。在一种形式下，呼吸机平均治疗压力根据由脉搏血氧计体积描记导出的参数进行调整。在另一种形式下，当脉搏血氧计体积描记指示患者血管系统正变得受压迫时，减少呼吸机的平均治疗压力。
根据本发明的第二方面，脉搏血氧计体积描记用于确定患者努力，并且患者努力信号用作反馈控制器的输入，上述控制器控制传输给患者的正压治疗。
根据本发明的第三方面，脉搏血氧计与气流信号共同使用以辨别开放和关闭的气道呼吸暂停。
根据本发明的第四方面，患者努力的测量值从脉搏血氧计体积描记信号导出，并且努力的测量值在伺服呼吸机中用作控制变量。当患者努力的测量值增加时，压力支持降低，而当患者努力的测量值减少时，压力支撑增加。
本发明的另一方面涉及辨别阻塞性和中枢性睡眠呼吸暂停、推断患者高呼吸努力、测量和存储血管特定参数以及限定平均面罩压力的被动、非侵入性和便利的方法。
本发明的另一方面还涉及空气输送系统，其包括可控流体发生器，其可操作以产生提供给患者用于治疗的加压的可呼吸气体的供应；脉搏血氧计，其设置为在治疗期间确定患者努力的测量值，并且提供患者努力信号以作为输入来控制流体发生器的操作；鼻压传感器，其被构造为测量患者的心原性呼吸流体；其中基于由鼻压传感器测量到的心原性呼吸流体信号的计时和由脉搏血氧计获得的体积描记脉搏的计时来计算脉搏传递时间。
本发明的又一方面涉及用于治疗睡眠呼吸紊乱的方法。该方法包括提供给患者用于治疗的加压的可呼吸气体供应，在治疗阶段利用脉搏血氧计体积描记器确定患者努力的测量值并提供患者努力信号，以及基于来自患者努力信号的输入来控制加压的可呼吸气体的供应。
感兴趣的参数（例如，心脏后负荷、血管张力、心率变化、和／或中枢静脉压力）可由脉搏血氧计体积描记器估算出。通常，脉搏血氧计主要用于检测SpO2和心率。一些脉搏血氧计显示为体积描记器，但是到目前为止，在体积描记器中存在的信息没有一个用作自动滴定呼吸或心血管治疗的输入。外周动脉张力（PAT，Peripheral Arterial Tone）是新的多单元指端（multi-cellfinger）体积描记系统，其具体集中于动脉张力（arterial tone）上。作为感知特征该技术可代替脉冲血氧计。脉搏传递时间（PTT）还包含关于自发活动和动脉音的信息。
以用于非侵入性地监测有关患者健康疾病例如睡眠呼吸紊乱、心脏充血失败、打鼾等诊断的一个或多个参数，和／或根据监测到的参数和／或推断出的诊断来控制呼吸机或其它呼吸治疗装置的方法和/或设备为形式来证明上述每一个方面。
本发明的另一方面是使用脉搏血氧计体积描记来监测患者，而不治疗它们。
本发明的进一步方面在所附的权利要求中指出。
本发明的其它方面、特征和优点从与附图结合的下述详细说明将变得明显，其中上述附图是本公开的一部分并且其通过例子的方式阐明了本发明的原理。
附图说明
附图有利于本发明多个实施例的理解。在这些附图中：
图1示出变换成努力信号的脉搏血氧计的波形；
图2示出根据本发明多个实施例的脉搏血氧计应用的范围；
图3示出根据本发明实施例的治疗系统；
图3A是根据本发明实施例的监测系统的示意图；
图4示出根据本发明实施例的用于上气道阻塞（吸气流体限制）和自动EEP／自动CPAP的算法；
图5示出根据本发明实施例的用于自动EEP滴定／自动压力支持滴定的算法；
图6示出根据本发明实施例的用于检测心脏病患者在CPAP／自动CPAP／辅助（固定的低支持双水平）装置上的升高的交感神经系统（SNS）或降低的心脏输出量的算法；
图7示出根据本发明实施例的用于心脏病患者的自动CPAP的算法；
图8示出根据本发明实施例的基于呼吸速率信息来初始化NPPV治疗速率设置程序的框图；
图9示出根据本发明实施例的基于明确确定的心原性流体幅度来初始化NPPV治疗触发阈值设置程序的框图。
具体实施方式
脉搏血氧计体积描记（有时称为“脉搏血氧计”或“光-体积描记图”）是以非侵入性和连续的方式获得血氧合（oxygenation）数据的标准方法。血氧计使用两个光波长来确定血色素饱和度。由脉动动脉血体积形成的吸收来产生波形，其代表交流电（AC）信号。由非脉动血、静脉和毛细管血形成的吸收以及组织吸收由直流电（DC）信号表示。参见Hartert等的“Use of Pulse Oximetry to Recognize Severity ofAirflow Obstruction in Obstructive Airway Disease,Correlation withPulsus Paradoxus”，Chest 1999:115:475-481。Harter等得出的脉搏血氧计信号在图1中示出。
目前的脉搏血氧计主要用于监测SpO2和心率，但是根据本发明的实施例，脉搏血氧计在呼吸治疗装置中用作患者努力的指示。呼吸努力在动脉血压波形中可看作峰峰值幅度的变化。这是由在呼吸循环中呼吸胸膜压力对心脏输出量造成波动的影响引起。吸气与降低的心脏收缩血压相关，并且上述对血压的呼吸效果称为“奇脉（pulsusparadoxus）”。
该效果被设定为在各种领域（哮喘恶化、阻塞性肺疾病）中的呼吸负荷的测量值，其中>10mmHg的变化与高呼吸努力相关。用于测量动脉血压的参考标准是侵入性的（导管），因此希望间接的方法。一种这样的方法是脉搏传递时间（PTT），其中血压的变化导致血管顺应性的变化，血压的变化变换为脉搏从心脏到外周的传播时间。另一种方法是脉搏血氧计体积描记波形，其与被感知的组织床（通常为手指或耳）中的动脉血容积相关。呼吸循环中的心脏输出量的变化可看作在体积描记图中的峰峰值的幅度的变化，与动脉血压观测结果一致。该心脏输出量的变化与由于呼吸导致的中枢静脉压的变化结合起来还导致与呼吸同步的PPG信号的基线／偏移的改变。在PPG中看出的第三个因素受呼吸的影响：心脏周期某种程度上还由呼吸进行调节，主要通过呼吸中枢的流出，并且响应由呼吸导致的动脉压的变化被调节到较小的程度。
由于脉搏血氧计体积描记图更与组织中的血容积相关，脉动分量的基线／偏移中的变化是比心脏输出量变化更敏感的心肺相互作用指示（Hartert等;Use of Pulse Oximetry to Recognize Severity of AirflowObstruction in Obstructive Airway Disease-Correlation with PulsusParadoxis;Chest 1999;115:475-481）。
其它因素（动脉张力、心脏性能、位置改变）也可导致PPG的变化，因此需要处理来分析在呼吸频率上的变化，并且可进一步将所述变化与由流体发生器提供的呼吸流动信息联合到一起来辅助所述处理。PPpleth（来自体积描记图的奇脉）的递增可指示增加与即将发生的上气道（UA）塌陷相关联的努力。PPpleth的急剧增加可指示UA阻塞。
波形可按特征分为下述种类：
（a）搏动幅度：脉搏的AC幅度最能指示血管顺应性，当观察超过20-30秒或更长时血管顺应性主要受到动脉张力／交感神经系统活动的影响。这样，其可指示呼吸暂停的觉醒，并且经过多天／周，其可证明消除了SNS活动上的OSA／UARS的长期好处。手指是用于检测自主活动对血管顺应性的影响的最佳位置。在耳朵处的脉搏血氧计对自主活动比较不敏感，但是可以提供对相关血压变化的估算，倘若血管顺应性施加了较小的影响。
（b）偏移或基线：呼吸导致根据呼吸努力（血管收缩反应）变化的脉搏基线（奇脉）的相位变化。该影响用于辨别气道阻力（气喘）和阻塞（阻塞性肺疾病）。参见用于测量奇脉的传统和体积描记方法的比较（Clark J等;Arch Pediatr Adolesc Med 2004;158:48-51）以及脉搏血氧计的使用来认定在阻塞性气道疾病中的气流阻塞的严重性；与奇脉的相关性（Hartert等;Chest 1999.115:475-481。可在http://www.chestjournal.org/cgi/reprint/115/2/475获得）。
(c)脉搏节律：尤其（但非排他性）与ECG活动结合时可检测不规则的心脏律动。暂停后的脉搏幅度的从搏动到搏动的移动可指示不规则的律动。ECG的可用性使得可以计算脉搏传递时间，脉搏传递时间是动脉张力的另一指示，其可增加有关觉醒、呼吸努力或交感神经张力的任何结论的敏感性或特异性。心率变化指示可从脉搏周期计算出，推断交感神经-迷走神经（sympatho-vagal）的平衡。HRV数据中的不规则（fractal）分量可区分睡眠-清醒状态。
（d）波形：波形包含类似于在动脉导管压力信号或压平眼压测量（applanation tonometry）中看出的信息。例如，重搏切迹（dicrotichnotch）的位置和相对幅度可指示来自外周循环的压力-波反射的程度和时间，其本身是血管舒缩张力（SNS）的指示。静脉脉搏在波形中也很明了，其代表若干因素之间的相互作用，但是在我们的情况中可指示过高CPAP（增加的中枢静脉压力）的影响或改善充血性心脏衰竭（减少的中枢静脉压力）。体积描记图的第一导出物与到该区域的动脉流密切相关，而该波形的第二导出物提出作为血管弹性（vasoactivity）和动脉顺应性的指示。
存在用于从原始PPG中提取上述参数的方法有，例如时域或频域信号处理技术，或者上述两者的组成。一个例子是在WO 03／00125A1和WO 2004／075746A2中教导的方法，其使用连续小波变换来从原始PPG中提取呼吸信号和动脉张力信息。从PPG估算基线波动的时域分析在Shamir等的British Journal of Anaesthesia 1999,82(2):178-81中总结。
当呈现有运动和低灌注时，血氧计信号处理的最近发展使得装置性能更具鲁棒性。新式的嵌入式处理器允许进行体积描记波形的复杂后处理，并且甚至最先进的血氧计技术能够以OEM模块形式得到。这些技术进步，连同与来自治疗装置的信息相结合的体积描记图中呈现的潜在信息，可允许呼吸装置将血氧计作为伺服控制治疗的一部分。
在体积描记图中呈现的信息还可有利于单纯诊断的研究，因为其可指示可能不象饱和度那样明显的觉醒。
呼吸影响也可视为心脏计时变化，术语为：“呼吸性窦性心律不齐”，其也可用于提取呼吸计时信息。
本发明的一方面涉及（1）血氧计体积描记导出的参数与（2）呼吸流体信息的结合，以便增强用于呼吸治疗装置的实时控制算法。
如果该设置能够对患者急性状态进行更全面和及时的评估，允许算法来确定更合适的治疗的话，可证实该设置优于现有技术。上述参数也可选地存储在流体发生器中，以便给予医师一套更丰富的数据集，用于对患者长期处理。这优于现有技术，因为其给予医师来自用于无人管理环境中的流体发生器的数据，其类似于在睡眠研究中获得的数据。
有利于滴定和长期患者处理的体积描记参数包括所有上述的那些参数（患者努力、血管顺应性、心率变化、心律不齐检测、静脉脉搏以及SpO2）。
根据本发明的实施例，脉搏血氧计信号10通过例如，低通滤波器、峰值检波、峰底检波或取平均的信号处理器20输入。上述滤波器设计为去除指示心率的信号，并且留下指示呼吸速率的信号。
一旦努力信号从脉搏血氧计中导出，其可以图2中所示的若干方式使用，并且进一步详细描述如下：
（i）开放-关闭的呼吸暂停辨别。体积描记导出的呼吸努力估计可在呼吸暂停的一部分过程中使用（使用呼吸流体数据）来指示呼吸暂停是开放（未阻塞）或关闭（阻塞），该呼吸努力估计在自动滴定算法逻辑中有用。例如，低的或零流体信号指示呼吸暂停。如果如同脉搏血氧计测量的缺乏努力时，呼吸暂停发生，那么呼吸暂停被认为是“开放”的。但是，如果存在努力，那么呼吸暂停被认为是“关闭”的。
（ii）高气道阻力。类似的，从血氧体积描记导出的高呼吸努力结合降低的呼吸流体或流体限制（由流动波形指示）的阶段可意味着存在明显的气道阻力，发生上述是因为存在呼吸流体限制或上气道阻力。在上述两种情况下，高努力和测量的低呼吸流体的结合可作为增加所施加的PEEP的指示。
（iii）呼吸的相关作用：在不存在呼吸流体限制（从呼吸流体波形或估计的容积来判定）时，持久性的高呼吸努力可指示不充足的压力支持（在通气状态下）。
（iv）与基于相位测量的流体协同使用（诸如在美国专利6,484,719中所述）。
（v）使用努力波形来增加雷斯梅德AutoSet CPAP算法。增加患者努力指示即将发生的上气道波动。基于增加的患者努力的自动CPAP滴定比基于当前变平算法更可以将阻塞清除。
（vi）将努力信息用作雷斯梅德VPAP AutoCS装置中的算法的基础来滴定所施加的PEEP。可想象到，基于吸气波形的滴定算法将在用于在呼吸循环中改变压力的装置中时受到挑战。患者努力的改变不取决于吸气压力的改变，并且因此对于这些治疗类型来说更具有鲁棒性。
（vii）将努力波形用作患者通气过度的早期指示。这可以是不合适的伺服通气的可能结果，其中呼吸机将患者通气增加到目标水平。该指示可用于滴定目标通气。
（viii）将静脉脉搏用作用于有OSA和心脏病患者的雷斯梅德AUTOSET CPAP算法的输入。静脉脉搏的增加可用于限制施加的CPAP压力到更安全的限度。
（ix）将血管顺应性用作雷斯梅德CPAP算法的输入。血管顺应性的变化可指示患者觉醒。这可用于增加当前用于自动确定CPAP水平的数据。
（x）比较呼吸努力估计与呼吸装置自己的呼吸相位估计（在雷斯梅德AUTOCS2和AutoVPAP中使用的参数），可允许在呼吸装置中设置更鲁棒的呼吸跟踪方案；例如，其可改善泄漏抑制或泄漏评估。
（xi）睡眠状态-非REM睡眠的检测，REM睡眠与在HRV不规则分量中的清醒阶段相似（见http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?cmd＝Retrieve&db＝pubmed&dopt＝ Abstract&list uids=12059594;
http://ajpheart.physiology.org/cgi/reprint/280/1/H17;http://ajpheart.physiol  ogy.org/cgi/reprint/283/1/H434），但是非REM睡眠阶段明显不同于清醒。HRV数据可被分析来指示睡眠开始，因为患者在达到REM睡眠之前必须通过非REM睡眠。PPG固有地监测心脏周期，并且假设该阶段信息不被平均，可用于进行传统的HRV分析。从HRV区分睡眠／清醒的一种方法在Ivanov等的Europhysics Letters 1999,48(5):594-6000中教导。
体积描记波形的分析，或者结合其它监测到的变量，可用于使得CPAP或VPAP治疗最佳化，从而降低动脉硬度，与微弱的心血管预后（prognosis）独立地相关。例如：
（i）通过将心原性呼吸流体信号的计时与体积描记脉搏的计时相结合，可能比传统的PTT(脉搏传递时间)估算更准确地计算相应的脉搏传递时间的变化。将ECG用于心脏计时信息的传统方法包括预喷射阶段和脉搏传递时间。相反地，心原性流体由实际的心室膨胀喷出而减少了。准确的PTT估计可对只有体积描记的信息提供额外的信息，有利于动脉张力／SNS活动和／或呼吸努力的估计，并且允许目标为最优化动脉顺应性的闭环治疗。
（ii）体积描述波形的形态可提供直接与血管顺应性相关的信息，例如，称为“重搏切迹”相对于初始心脏收缩期峰（systolic peak）的位置，允许目标为最优化动脉顺应性的闭环治疗。
参照图3-7，应该注意：
治疗算法（THERAPYALGORITHM）调节可包括：
·PEEP/CPAP的水平
·压力支撑的水平
关于F/B1和F/B2的反馈信号，应该注意：
F/B1(气流推断的患者参数)可包括下述任一或所有项：
·每分钟通气量估计
·吸气气流限制（例如，UA整平指标）
·呼气气流限制（例如，呼气流动波形形态）
·潮气量（Tidal volume）
·泄漏
·心脏计时（从心原性流体提取的心脏收缩期射血（systolicejection）的时间）
·呼吸相位
F/B2(PPG推断的患者参数)可包括下述的任一或所有项：
·呼吸努力的相应指示（例如，高努力导致增加的PPG呼吸基线变化，奇脉）
·呼吸速率的绝对指示
·指示呼吸控制反常或呼吸暂停类型的呼吸努力和速率模式（呼吸努力的渐强/渐弱，从呼吸模式统计得出）
·呼吸速率的指示（例如，PPG幅度和时间参数的变化）
·心脏功能恶化的相应指示(例如，心脏代偿机能障碍导致增加的PPG呼吸基线变化，奇脉)
·静脉充血的相应指示(例如，PPG中的静脉脉搏的程度-形态分析)
·交感神经系统活动或动脉顺应性的相应变化（例如，PPG脉搏幅度的变化超过>20-30秒时标（timescale），或重搏切迹位置的移动）
·标准的脉搏血氧剂（SpO2）
·心脏收缩期脉搏到达外周的时间（例如，在PPG中的心脏收缩上升）
·脉搏速率
临床目标（CLINICAL TARGETS）可包括：
·最小通气（例如，呼吸不足、肥胖性肺通气不足患者）
·按计划进行的通气（例如，潮式呼吸患者）
·最佳的同步性
·睡眠质量（所有的患者）
·长期的心脏功能（例如，CHF/CSR/高血压患者）
·心脏代偿失调的预期/预测（例如，CHF患者）
·最佳的动脉顺应性
·最小的CPAP/EEP/PEEP
·最大的CPAP/EEP/PEEP
·最小的压力支持
·最大的压力
·最大的平均压力
图3A是根据本发明实施例的监测系统的示意图。关于反馈信号F/B1和F/B2以及“综合处理”逻辑框，应该注意：
F/B1（气流推断的患者参数）可包括下述的任一或所有：
·吸气气流限制（例如，UA整平指标）
·呼气气流限制（例如，呼气流体波形状态）
·心脏计时（从心原性流动提取的心脏收缩期射血时间）
·呼吸相位
·呼吸幅度的时间段以及导出的统计值
F/B2（PPG推断的患者参数）可包括下述的任一或所有：
·呼吸努力的相应指示（例如，高努力导致增加的PPG呼吸基线变化，奇脉）
·呼吸速率的绝对指示
·心脏功能恶化的相应指示（例如,心脏代偿机能障碍导致增加的PPG呼吸基线变化,奇脉）
·静脉充血的相应指示（例如,静脉脉搏在PPG中的程度-形态分析)
·交感神经系统活动或动脉顺应性的相应变化（例如,PPG脉搏幅度的变化超过>20-30秒的时标,或重搏切迹位置的移动）
·标准的脉搏血氧剂（SpO2)
·心脏收缩期脉搏到达外周的时间（例如,PPG中的心脏收缩上升）
·脉搏速率
综合处理可包括：
·呼吸变化（F/B1）和血液气体调节（F/B2）之间的迟滞，例如到推断循环迟滞
·由心原性流体脉搏（F/B1）和脉搏到达外周（F/B2）的时间之间的迟滞指示的脉搏传递时间（PTT）
临床监测监测目标（CLINICAL MONITORING TARGETS）可包括：
·SDB的评估
·睡眠质量的评估（所有患者）
·辅助患者处理的心脏功能的评估(例如,CHF/CSR/高血压患者)
图4-7示出执行本发明各种实施例的若干算法。本发明的实施例可采取方法和/或设备的形式以非侵入性的方式来监测一个或多个参数，例如，脉搏血氧计和/或气流，其与例如患者的呼吸和/或心脏活动有关。
监测到的一个或多个参数可用于诊断目的，例如，用于记录数据，产生报告或报警或者否则信号通知医师。另外，或者作为替换，监测到的一个（多个）参数的值可用于控制例如停止、开始或改变来自吹风机、呼吸机等对患者的加压的气体的输送（例如，计时，流体压力）。
图4示出开放/关闭的气道呼吸暂停的算法。分析气流信号并作出决定是否其处于正常的范围。如果是，则CPAP/EPAP治疗保持在其当前水平。如果气流信号不正常，例如低呼吸暂停指示，那么分析努力信号。如果努力为高，则可以指示阻塞性呼吸暂停，并且合适的治疗是要增加治疗压力。
图5示出适于遭受通常呼吸不足的患者的算法。上述算法确定何时应该改变压力支持或者呼吸末压力（EEP）。
图6示出一种算法，其为监测系统的一部分以便评价心脏性能。心脏病患者可接受CPAP治疗并且具有使用图6算法的附加的监测系统。可选的，CPAP装置可与脉搏血氧计合并。分析F/B1和F/B2这两个信号。其中其值指示SNS活动的升高水平，或者当代偿机能减退（差的心脏机能）时产生警报。上述警报可以是声频警报的形式，或是向医师报告的通信系统的一部分。
图7示出适于心脏病患者的CPAP治疗的算法。该算法类似于图4中的算法。但是其具有通过脉搏血氧计监测静脉充血的附加的步骤。如果静脉充血恶化，那么CPAP压力将不会增加，而是恢复到以前的水平。
图8示出基于呼吸速率信息来初始化NPPV治疗速率设置的程序。优选的，这在附连血氧计探针之后进行（F/B2），但是可在开始通气之前附连探针。
图9示出基于明确确定的心原性流体幅度来初始化NPPV治疗触发阈值设置的程序。优选的，例如，上述程序在一旦通气开始就执行，如此可得到呼吸流体信号。
传统血氧计数据（饱和度，心率，脉搏计时信息）与呼吸计时以及努力信息（从PPG的附加处理推断出和/或另外从鼻的或口鼻管的数据推断出）结合到一起可允许新的诊断可能。例如：
·循环迟滞（呼吸变化和饱和度变化之间的迟滞），可能是心衰严重或心脏代偿机能障碍的指示。
·“真正的”脉搏传递时间（PTT），是通过在呼吸末（鼻孔）由鼻压传感器查看到的心原性流体脉搏和脉搏达到外周（来自血氧计体积描记图）之间的迟滞。PTT测量值是觉醒的指示（交感神经活动和BP中的瞬时增加），并且从较长期来看时，可能是平均BP/平均交感神经活动的指示。传统地，基于用于中枢性心脏计时（心脏收缩）的ECG和用于外周脉搏计时的PPG来计算PTT。使用用于中枢性心脏计时的心原性流体可能会具有超过由ECG导出的PTT的优点，这在于心原性流体（CGF）代表机械喷出（具有从肺到鼻孔的固定的传播迟滞）而不是左心室的电激活，因此从测量中去除了预喷出的阶段。上述预喷射的阶段已知为有时减损从由ECG导出的PTT的敏感度测量值。通过在呼吸循环（呼吸末，当其最容易察看时）的合适部分处采集CGF，可忽视PTT中的呼吸导致的波动。刚好剩下由于BP变化或增加的动脉张力（交感神经活动）的PTT变化，上述BP变化或增加的动脉张力缩短PTT，并且上均与觉醒相关，因此提供另一个重要的SDB参数。
·通过从原始PPG中（奇脉）提取呼吸努力信息，简单的诊断系统可提供除了睡眠分阶（sleep staging）之外的SDB筛选所需要的所有关键信息：呼吸模式，氧饱和度，觉醒（PTT）或增加的SVR，以及高努力阶段（呼吸暂停辨别和RERA分类）。该系统可包括或不包括鼻压力传感器，取决于导出的信号的相对重要性。鼻气流与呼吸努力相结合允许中枢性和阻塞性呼吸暂停之间的简单直接的辨别，但是信号处理可从来自PPG的综合信息中收集相同的信息，例如比较于减饱和（desaturation）时间过程的呼吸努力时间过程、或呼吸努力时间过程的统计分析。
可以利用本发明的各方面的其它特定的实施例包括：
（a）使用有关呼吸的心脏变化(例如,“呼吸窦性心律不齐”)来跟踪和预知呼吸相位，以及使用上述预知值来触发呼吸机。上述变化可方便地在PPG中检测到，但是也可由其它的心脏监测装置诸如ECG电极来检测。典型地，在关心脏机能上施加的呼吸变化发生得太迟而不能用作呼吸机触发器；呼吸机理想地执行与早期吸气一致的呼吸支持，优选地在患者初始吸气努力的100毫秒之内。典型地，呼吸机监测作为触发器的吸气流体或气道压力的变化。在严重的阻塞性呼吸紊乱（例如，COPD）中，呼吸流体或压力信息是吸气计时的弱指示。在这样的紊乱中，可替换的处于呼吸活动中的“风眼”可提供较好结果。呼吸，尤其是费力的呼吸已知来影响心脏计时和心脏输出量。通过在先前的呼吸循环上监测心脏性能，以及从心脏性能导出呼吸相位信号，可预期下一个吸气努力的时间，假设提取呼吸信号的等待时间（latency）是不过量（例如，大于1个呼吸延迟）。脉搏的中枢到外周的传播时间典型地是在200毫秒左右（“脉搏传递时间”），并且心脏循环最好可提供呼吸相位的低取样速率估计（每呼吸大约4-6下搏动）。因此呼吸相位的预测会超前0.5个呼吸是不可能的，并且因此不能提供精确的吸气时间。但是，该方法还可以在诸如COPD的疾病状态中提供明显的实用性，在COPD中，在此凭借呼吸流体的呼吸机同步是传统上非常延迟的，并且在此呼吸时机可比正常呼吸更延迟（并且因此可预测性潜在的更大）。
（b）使用HRV分析在筛选装置中来推断睡眠发作，或在治疗装置中的推断睡眠结构（sleep structure）。
(c)在装备有定制的PPG监测的呼吸机系统中，监测并检测心脏输出量（从PPG幅度的减少来推断）的剧烈下降，并且做出警报。心脏输出量的下降可能是很多临床相关环境的结果，例如，在血容量较少的患者中施加过高的正压力（Yamakage,Can J Anesth 200552(2):207），过度的动力学的充气过度（dynamic hyperinflation）/空气滞留（air trapping）(Perel,BJA 76(1):168-169)(Conacher,Lancet 1995346:448)。
对于患者的优点包括，例如，使用更舒适和使用容易。本发明的多个方面提供了最佳治疗，不需要缠绕多个传感器，例如，手指或耳朵探测器就足够了。对于医师的优点包括，例如容易看护。本发明的多个方面提供简单的应用、自动化的治疗、以及长期患者治疗反馈。其它优点包括更便宜和改善的治疗。
虽然参照特定实施例对本发明进行了描述，但是应该理解这些实施例仅仅是应用来解释说明本发明原理的应用。在不脱离本发明精神和范围的情况下，可以对其进行各种变型或发明其它装置。例如，本领域内的技术人员认识到还存在对上气道波动、阻力或阻塞的其它指示，其不是必然伴随流动平整或与流动平整相关。
但是，上述的各种实施可结合其它实施例来实现，例如，一个实施例的方面可结合另一实施例的方面，从而实现其他实施例。此外，虽然本发明特别应用到遭受OSA的患者，但是应该意识到遭受其它疾病（例如，心脏充血失败，糖尿病，病态肥胖，打鼾，屏障（barriatric）手术等）的患者可受益于上述教导。此外，上述教导对患者有适用性，并且对非病人有类似的非医疗应用。

Claims (10)

1.一种空气输送系统，包括：
可控流体发生器，其可操作以产生提供给患者用于治疗的加压的可呼吸气体的供应；
脉搏血氧计，其设置为在治疗期间确定患者努力的测量值，并且提供患者努力信号以作为输入来控制流体发生器的操作；
鼻压传感器，其被构造为测量患者的心原性呼吸流体；及
其中基于由鼻压传感器测量到的心原性呼吸流体信号的计时和由脉搏血氧计获得的体积描记脉搏的计时来计算脉搏传递时间。
2.如权利要求1所述的空气输送系统，其中患者努力的测量值从脉搏血氧计信号导出。
3.如权利要求1-2任一项所述的空气输送系统，其中患者努力信号至少用于辨别开放-关闭的呼吸暂停、确定高气道阻力、确定呼吸的相关作用、加强用于流体发生器的控制算法、确定通气过度以及确定睡眠状态中的一个。
4.如权利要求1-2任一项所述的空气输送系统，其中患者努力信号与由鼻压传感器测量到的呼吸流体信号结合使用来辨别开放和关闭的气道呼吸暂停。
5.如权利要求1-2任一项所述的空气输送系统，其中当患者努力的测量值增加时减少压力支持，而当患者努力的测量值减少时增加压力支持。
6.一种呼吸努力监测设备，包括：
脉搏血氧计，其设置为导出脉搏血氧计信号；
信号处理器，其设置为接收脉搏血氧计信号并产生指示呼吸速率的患者努力信号；
鼻压传感器，其被构造为测量患者的心原性呼吸流体；以及
其中基于由鼻压传感器测量到的心原性呼吸流体信号的计时和由脉搏血氧计获得的体积描记脉搏的计时来计算脉搏传递时间的相对变化。
7.如权利要求6所述的呼吸努力监测设备，其中患者努力信号用作输入来控制可控流体发生器的操作，该可控流体发生器可操作来产生提供给患者用于治疗的加压的可呼吸气体的供应。
8.一种用于患者的监测系统，包括：
脉搏血氧计，其被构造为连接到患者上且产生光-体积描记信号；
压力传感器，其被构造为感知鼻或口鼻流体且从所述鼻或口鼻流体产生气流信号；
中间信号处理器，其被构造为接收所述光-体积描记信号和所述气流信号，并且由此分别产生第一反馈信号和第二反馈信号；以及
综合处理器，其被构造为接收第一反馈信号和第二反馈信号，并且产生至少部分地基于第一反馈信号和第二反馈信号的结果，所述结果来自由呼吸变化和血气调节之间的迟滞、循环迟滞和脉搏传递时间(PTT)组成的组，其中，基于由气流信号的计时和光-体积描记信号的计时来计算脉搏传递时间，
其中所述第一反馈信号选自于由吸气气流限制、呼气气流限制、心脏计时、呼吸相位、呼吸幅度的时间过程和导出的统计数字组成的组，
其中所述第二反馈信号选自于由呼吸努力的相对指示、呼吸速率的绝对指示、心脏功能恶化的相应指示、静脉充血的相应指示、交感神经系统活动的相应变化、标准的脉搏血氧剂、心脏收缩脉搏到达外周的时间以及脉搏速率组成的组。
9.如权利要求8所述的监测系统，其中分析所述两个反馈信号，并且其中，如果分析指示SNS活动的水平升高或者代偿机能障碍的水平升高，则产生警报。
10.如权利要求8所述的监测系统，其中，所述综合处理器进一步接收临床目标，所述临床目标选自于由最小通气量、正常通气量、最优的同步性、睡眠质量、长期的心脏功能、心脏代偿机能障碍的预期/预示、最小的CPAP/EEP/PEEP、最大的CPAP/EEP/PEEP、最小的压力支持、最大的压力以及最大的平均压力组成的组。
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